JP3652353B2

JP3652353B2 - Improved image guidance device for coronary stent placement

Info

Publication number: JP3652353B2
Application number: JP2002506794A
Authority: JP
Inventors: ロバートエイクロース; ジェームズエスホワイティング; クレイグケイエイビー
Original assignee: セダーズ−シナイメディカルセンター
Priority date: 2000-06-30
Filing date: 2001-06-25
Publication date: 2005-05-25
Anticipated expiration: 2021-06-25
Also published as: AU2001279267A1; EP1294431A1; JP2004501723A; WO2002002173A1; US6532380B1; WO2002002173A8

Description

【０００１】
（技術分野）
本発明は、冠状動脈ステントの配置（coronary stent deployment）に関し、より詳細には冠状動脈ステントの配置における改良型画像ガイダンスに関する。
【０００２】
（背景技術）
合衆国では、経皮経管冠(動脈)形成（ＰＴＣＡ）を実施する機会がますます増えている。しかしながら、ＰＴＣＡの実施後、多くの割合で患者に拡張部位の再狭窄が発生している。これは、弾性による反動、新たな内膜（neointimal）の形成、及び脈管の収縮に起因する。ＰＴＣＡ実行後に冠状動脈ステントを配置することにより、管腔の足場（luminal scaffolding）が提供され、これにより反動及び再形成（remodeling）が実質的に解消し、再狭窄の可能性が大きく低減することが示されている。現在、多数の患者が血管形成後にステントを受け入れている。このような処理においては、心臓学医は動脈内に多数のステントを隣接して配置し、拡張した障害すなわち解剖部（dissections）を処置する。ステントの端部を正確に位置合わせすることが重要なので、心臓学医はカテーテルヘッドの位置を既に配置されたステントに対して調整しなければならない。このためには、最初のステントとカテーテルヘッドが十分に視覚化され、それらの相対的なステント位置が正確に決定できることが必要であるが、従来の冠状動脈ステント配置技術ではこれが不可能であった。この結果、先に配置されたステントに対してその後に配置されたステントが正確に配置されず、２つのステントの間には重複あるいは間隙のいずれかが形成されてしまう。ステント間の間隙は、解剖部の残留及び再狭窄の危険があるため深刻である。ステントの重複は、ステント配置中の脈管の損傷が増すために再狭窄の危険を高める。さらに、配置されたステントの脈管内超音波（ＩＶＵＳ）撮像を使用した研究により、血管造影的には明らかに望ましい配置であるにもかかわらず、ステントが高い割合で十分に拡張されていないことがあることが示された。
【０００３】
脈管内超音波（ＩＶＵＳ）撮像技術を使用し、配置されたステントを評価することもできる（S, Nakamura et al., “Intracoronary ultrasound observations during stent implantation”, Circ. 89, pp.2026-2034, 1994）。ＩＶＵＳは、脈管の解剖学的構造（anatomy）を正確に判断できるので、脈管内に配置されたステントはステント移植の結果を決める好ましい基準（gold standard）であると考えられている。しかしながら、このような評価法は時間がかかるともに高価であり、多数のステントの配置中に、すでに配置されたステントを視覚化するためには有用でない。これは、超音波プローブを、挿入されるバルーン及びステントとともに挿入することができないからである。さらに、ＩＶＵＳは侵襲性であり、患者のリスクを高める可能性がある。また、ＩＶＵＳは、特定のステントタイプの配置の完全性を物理的に損なわせる可能性もある。ステントの拡張を評価する別の方法が、冠状動脈圧力測定である（C.E. Hanekamp et al., “Comparison of quantitative coronary angiography, intravascular ultrasound, and coronary pressure measurement to assess optimum stent deployment”, Circ., 99(8), pp.1015-1021, 1999）。さらに別の代替方法では、医療撮像装置を使用してステント移植を評価する。ある参考文献には、密度プロファイルを構成し、これを正常な動脈の理論的プロファイルと比較する映像密度測定法分析（videodensitometric analysis）が記載されている（Y. Rozenman et al., “Quantitative videodensitometric technique for verification of optimal coronary stent implantation”, International Journal of Medical Informatics, 51(1), pp. 51-57, 1998）。しかしながら、ローゼンマン（Rozenman）の研究に証明されるように、映像密度測定法及びＩＶＵＳの狭窄症測定におけるわずかＲ＝０．７４という弱い相関により、このような測定法は一般に正確でない。
【０００４】
たいていの冠状動脈ステントは放射線不透過性が不十分であり、Ｘ線血管造影像として視覚化するのが困難である。よって、医療撮像装置を用いる評価技術においては、ステントの視覚性を高めることが望ましい。例えば、ステントを放射線不透過性の材料、例えば金で被覆し、その視覚性を高めてもよい。金メッキを施したステントによる実験的な研究により、ステントの血栓形成（thrombogeneity）の減少という結果が示されたが、ステンレス鋼のステントと金メッキステントの臨床比較では、金メッキステントで再狭窄の割合が大幅に増加したことが示されている（A. Schomig et al., “Randomized comparison of gold-plated steel stent with conventional steel stent: Results of the angiographic follow-up”, Journal of the American College of Cardiology, 33(2), pp. 95A, 1999）。放射線不透過性のマーカを付けたステント及びガイドワイヤについては多くの参考文献に記載があり、例えば、フランチェン（Frantze）による米国特許第５，７４１，３２７号（マーカ付きステント）及びロレンゾ（Lorenzo）による米国特許第５，８３６，８９２号（マーカ付きガイドワイヤ）に記載されている。医療撮像装置を使用する技術では、ステントを観察するために画像が撮影されるが、これらの画像は通常、ステント、ガイドワイヤまたはバルーンの配置後の最終位置のみを示す静止画像である。
【０００５】
種々の画像処理技術が提案されており、これらは一般に血管造影法による画像の画質向上に適用できる。例えば、背景減算（バックグランドサブトラクション：background subtraction）は、冠状動脈を患者の背景構造から分離しようとする方法である。しかしながら、背景構造は画像中で脈管に重畳しているため、正確に追跡された（tracked）動脈においてトラッキングエラーや密度測定上のエラーを引き起こす可能性がある。動きが存在しなければ、造影剤（contrast）の注入前に撮影されたマスク画像のディジタルサブトラクションを実行することにより背景構造を取り除くこともできるが、この方法は、意図しない患者の動きのために臨床的には成功していない。現在の臨床ＤＳＡ（ディジタルサブトラクションアンジオグラフィ）システムにおける動きの補正は、コントラスト画像（contrast image）に対するマスク画像の手動により制御された平行移動（translation）により達成される。しかしながら、心臓の動きは単なる平行移動より複雑なので、この技術は、画像中のある部分のアーチファクトを低減するが、画像の別の部分においてはアーチファクトを増強したり生成したりする結果になる。正確性を高めるための別の方法も提案されており、類似性の測定が特定しきい値以下に低下した場合にはいつでも新しいマスクを選択する、画像取得中の自動再マスキングのための方法、及び制御ポイントを使用してマスクとライブ画像との間の動きを決定するシステムが含まれる。しかしながら、制御ポイントの手動による選択は、予め処理された画像とマスク画像との間でこのポイントが一致しない場合にはエラーを引き起こす可能性がある。フレキシブルマスクサブトラクションとして知られる別の技術では、マスクからライブ画像へ特性を自動的に追跡する。この方法では、脈管を予め周囲の背景から分割する必要がある。この結果、脈管の下部に位置する領域は直接追跡されず、補間される。一般に、２次元ワープマスクサブトラクション方法は、動きの補正のために反らされた、前もって取得した画像の減算に関する（E.H.W. Meijering et al., “Retrospective motion correction in digital subtraction angiography: A review”, IEEE Trans. Med. Imag., vol. 18, No. 1, pp. 2-21, 1999）。
【０００６】
上記の背景減算技術はすべて、複数の重要な制限がある。第１に、これらの技術では、ステントの配置に先立って撮影された背景の「マスク」画像を使用する。このマスク画像の取得と、ステントの画像の取得とのあいだの長時間の遅延により、不本意な患者の動き(例えば、呼吸)が劣化の主要な原因となる。第２に、ランダムノイズを含有する２つの画像の減算の結果、得られた画像はオリジナル画像よりノイズが大きくなる。第３に、背景の３次元の動きは、単一の２次元運動にモデリングされるので、推定された（estimated）２次元運動マッピングにしたがって動く背景部分のみが正確に減算される。
【０００７】
ランダムノイズを低減する１つ方法は、動きが補償された時間平均化（motion-compensated temporal averaging）である(例えば、Dubois E, Sabri S, “Noise Reduction in Image Sequences Using Motion-Compensated Temporal Filtering”, IEEE Trans. Comm. 32(7):826-831, 1984)。ステントなどの特性を、時間平均化に先立ち、追跡して各画像における共通位置に移動することができる。しかしながら、投影画像、例えば血管造影像などにおいては、背景構造によりトラッキングエラー（追跡誤り）が発生する可能性があり、このために時間平均化された画像に「ぼやけ」（blur）が発生する。
【０００８】
移動レイヤ分解(moving layer decomposition)方法は、冠状動脈血管造影像からの量的測定（QCA）の精度を高める目的で開発された。この技術は、異なる画像構造(レイヤ)に対し、追跡と、動きを補償された時間平均化とを実行し、背景除去とノイズ低減のいずれをも実施する。しかしながら、配置されたステントのＸ線透視画像においては、通常、ステント信号が弱すぎるために正確な追跡ができない。不透明化された（opacified）動脈を含む連続血管造影画像では、脈管の重複及び背景構造のためにトラッキングエラーが発生する可能性がある。
【０００９】
要約すると、血管造影法による画像の質を高めるための従来の方法は、ステントの配置を十分に補助できない。背景減算技術では、ランダムノイズが増大し、これによりステントの可視性および管腔形状の量的測定が低下する。トラッキング技術では、背景構造の存在及び画像におけるステントの微弱性のためにエラーが起こる問題がある。
【００１０】
（発明の概要）
冠動脈インターベンション（coronary intervention）におけるステント術の利用の普及を考えると、適切な血管造影的案内とステント配置の評価の手法が改善されるべきである。
【００１１】
従って本発明は、上記関連技術の制限や欠点による問題の１つ乃至それ以上を実質的に減らすマルチフレーム分析を適用することで、冠動脈内のステントの配置を改善することを指向する。
【００１２】
本発明の目的は、ステント配置作業中及び配置後のステントの臨床的可視化技術を改善する方法を提供することである。
【００１３】
本発明の更なる特徴及び利点は、以下の記述で説明されるものもあれば、部分的にはその記述から明白なものもあり、本発明を実地に行うことで分かるものもあろう。本発明の目的及びその他の利点は、その記述及びこれについての請求の範囲及び添付の図面によって示される構造によって実現され、達成されるであろう。
【００１４】
本発明によれば、デリバリー（搬送）バルーン、ガイドワイヤその他の器具に設けられた放射線不透過性のマーカーが、ステント留置された管と共に動くという追跡可能な特性を実現するために用いられる。マークが設けられた器具を管の腔内に留置することにより、そのマーク付き器具の可視性を高めるだけでなく、他のステントが既に同じ管の中で近くに配置されていれば、そのような他のステントの可視性も高める。前記放射線不透過性マーカーがステント留置された管腔内にいる間、シネＸ線（蛍光透視）画像のシーケンスが得られる。その蛍光透視画像シーケンスのレイヤ分解により、ステントの強調画像が生成される。この移動レイヤ群への分解は、画像特徴の追跡と、背景及びステント特徴を動き補償して時間的に平均化することにより、行われる。
【００１５】
別の様相では、本発明は、複数のステント同士が重ならず、かつそれら同士の間に間隙ができないように冠動脈ステントを正確に配置する方法を提供する。新たに追加するステントの正確に位置決めは、上述の手順により得られる強調された蛍光透視画像群を用いて、配置済みのステントと未配置のステントとの相対位置の調整及び評価を繰り返し行うことで達成される。
【００１６】
別の様相では、本発明は、ステント拡張の評価を改善する方法を提供する。この場合、画像化の間、管に造影剤で満たされる。不透明化した管腔を含んだレイヤについての、背景を差し引いて時間的に平均化した画像群を得るために、レイヤ分解が行われる。追跡の精度を改善するために、画像シーケンスの時間平均（静止した背景レイヤ）が、管の追跡の前に前もって減算される。更に、ステント留置された領域が、輪郭描写されて、画像の残りの部分から分離され、管追跡用のカーネル（核）として用いられる。結果として得られる管レイヤ画像は、ステント留置領域での管腔の狭窄又は拡張の相対量（例えば、直径狭窄のパーセンテージ(percent diameter stenosis)、狭窄領域の濃度測定値(densitometric area stenosis)、Rozenmanによる体積密度不足指数(volumetric density deficit index）など）を視覚的又は定量的に評価することによりステント拡張の適切さを評価するのに用いることができる。ステントの拡張が十分でないと評価された場合、更にバルーンを膨張させることができる。
【００１７】
以上の概略的な記述と以下の詳細な記述は双方とも例示にすぎず、説明上のものであり、請求の範囲に示された発明を更に説明しようとしたものに過ぎないことを理解すべきである。
【００１８】
（発明を実施するための最良の形態）
本発明は、２つの技法、すなわち、「移動レイヤ分解法」として知られる画像処理方法と、印付けされた配送ガイドワイヤ又はバルーンを使う冠状ステント配置法に基づく。移動レイヤ分解法とは、冠状血管造影像などの時系列画像群を分析し、より明確な信号及び低いノイズと共に注目対象の画像を得る画像処理方法である。該方法は、連続した画像群において、背景に対して平行移動又は回転する冠状管などの血管造影像の識別可能な特徴（「レイヤ」）に焦点をあわせる。方法は、特徴の動きを追跡（トラッキング）し、時系列のいくつかの画像を使って、特徴の移動を考慮して特徴の画像強度の平均を求める。
【００１９】
冠状血管造影像を、平行移動、回転、又はスケーリング（拡大縮小）などが実行されている非硬直性（non-rigid）の移動レイヤ群へと分解する方法は、Ｒ．Ａ．クロース（R. A. Close）及びＪ．Ｓ．ホワイティング（J. S. Whiting）による論文、Medical Imaging 1999: Image Processing, K. M. Hanson, Editor, Proc. SPIE 3661, pp. 1515-1520, 1999（「クロース及びホワイティング論文」）に記載され、以下にまとめられている。まず、画像の光学的密度Ｐ（ｘ，ｙ，ｔ）が、以下のように移動レイヤの和として、モデル化される。
【数１】

ここで、ｔは時間であり、レイヤρ_Lは、ｔ＝０の時点における、レイヤの密度によって定義される。各レイヤの動き（ｕ_L（ｘ，ｙ，ｔ），Ｖ_L（ｘ，ｙ，ｔ））は、レイヤ密度の移動平均を簡易に計算できるように、現在の位置から時間ｔ＝０における位置への動き（移動）として計算される。すなわち、動きは、ｔ＝０における位置から現在の位置へのレイヤのマッピング（写像）である。
【００２０】
任意の大きな移動量を有する純粋な平行移動を測定するために、位相相関が有効である。単純な相関は典型的に、真の移動量にピークを有するが、近辺の移動量において複数のピークを有する。一方、位相相関は、理想的には、真の移動量にデルタ関数を生じる。空間周波数領域（ｋｘ．ｋｙ）における、２つの画像Ｉ（ｋｘ，ｋｙ，ｔｉ）及びＩ（ｋｘ，ｋｙ，ｔｊ）間の位相相関Φ（ｋｘ，ｋｙ，ｔｉ，ｔｊ）は、
【数２】

である。
【００２１】
回転及びスケーリングを計算する１つの方法として、連続した（シーケンスの）画像の自己相関を使うものが挙げられる。自己相関は、平行移動からは独立している。回転及びスケーリング（ｒ’＝ａｒ及びθ’＝θ＋φ，ここで、ｒ，θ，φは極座標系の座標）は、ｌｎｒ'＝ｌｎｒ＋ｌｎａ、及びθ’＝θ＋φであるため、対数極座標において、純粋な平行移動を形成する。しかしながら、自己相関はデータの非線形関数であるため、複数のレイヤには直接的には適したものではない。
【００２２】
平行移動、回転、及びスケーリングを計算する好適な方法として、ブラーリングされた（ぼかし処理された）画像を使う方法が挙げられる。ブラーリング処理（blurring）は、線形演算であるため、レイヤの重ね合わせとしての各画像のモデルが維持される。ブラーリングされた画像は、許容できる回転及びスケーリングの平均をとることにより得られる。平行移動は、この結果のブラーリングされた画像の位相相関を計算することにより得られる。次に、実際の回転及びスケーリングが、平行移動に対する補償後に得られる。より詳しくは、シーケンスの第１画像が、カーネル（kernel）として使われ、各後続画像との重み付け相関関数が計算される。純粋な位相相関ではなく、推定された画像パワースペクトルＰ_I及びノイズパワーＰ_Nの推定値の和から成るウィーナー型フィルタ（Wiener-like filter）によって逆数として重み付けされた、重み付け相関関数Ｃ_Wが計算される。
【数３】

【００２３】
画像パワースペクトル及びノイズパワースペクトルはそれぞれ、別個のフレームのパワースペクトルの平均及び平均偏差から推定される。この重み付け相関式は、ノイズが存在しない単一の移動レイヤという特殊な場合には、位相相関となる。重み付け相関の最大値が、正しい平行移動量（又は、対数極画像に適用された場合には、回転量及びスケーリング）とされる。
【００２４】
一旦、レイヤの動きが推定されると、移動軌線に沿って平均を求めることにより、レイヤ密度（濃度）が推定される。各レイヤの均一成分は求められない。新しいレイヤ密度が、移動平均によって計算されるたびに、その密度が、以前に計算されたレイヤの各々における、対応する位置から減ぜられる。全てのレイヤの動きが見つけられた後で、密度推定値を、共役勾配（conjugate gradient法）によって向上することもできる。
【００２５】
クロース及びホワイティング論文に記載された方法では、視覚化される冠状管が、第１のレイヤとして使われる。論文は、血管造影像シーケンスを処理して向上した冠状管画像を生じることを記載するが、技法がステント配置に適用されたことはない。
【００２６】
本発明は、放射線不透過性マーカを使いステントガイドワイヤ又は配送（デリバリー）バルーンに印付けし、移動レイヤ分解技法を用いてステントの画像を追跡することにより、冠状ステント配置を正確に評価する方法を提供する。ステント自体は典型的には明確に視認できないが、ステントはマーカと共に移動する。よって、マーカの移動を追跡し、この追跡に基づいて時間平均化処理を実行することにより、ステント又はステント留置された管腔の視認性を向上できる。超音波撮像装置やアテレクトミーカテーテル（atherectomy catheter）など、患者を治療又は評価するために冠状管内に挿入される、他の様々な装置の視認性を向上するために本方法を使うこともできる。
【００２７】
本発明の１つの実施の形態では、患者の冠状管に配置するステントが、配送ガイドワイヤ及びバルーンに取り付けられる。ガイドワイヤ及び／又はバルーンには、ロレンゾによる米国特許第５，８３６，８９２号に記載された既知の方法又は他の適切な方法を用いて、放射線不透過性マーカが設けられる。マーカは、放射線不透過性物質をガイドワイヤ又はバルーンに被覆しても、該ガイドワイヤ又はバルーンの材料として使ってもよく、又は、マーカは、ガイドワイヤ又はバルーンに取り付けられる別個のマーカ要素であってもよい。用語「マーカ」及び「印付けされたガイドワイヤ又はバルーン」は、両方の構成を意味するよう、互換性を有して使われる。ステントは次に、いずれかの適切な技法を用いて、患者の冠状管内に配置され、Ｘ線シネ画像（cine image）シーケンス（又は時系列画像）が、ステント配置の際に取得される。時系列画像（又はフレーム）においては、ステント及び血管は典型的には明確に視認できないが、ガイドワイヤ及び／又はバルーン上の放射性不透過性マーカは明確に視認できる。
【００２８】
本発明の１つの実施の形態による、時系列画像を処理する方法を、図１を参照して説明する。まず（ステップＳ１）、基準画像（又はカーネル）が選択され、この基準画像は、フレームの１つであっても、フレームの１つから取り出された特徴であっても、マーカなどのフレーム内に存在することが知られている特徴のモデルであってもよい。好適には、マーカがカーネルとして使われる。次に（ステップＳ２）、カーネルを各フレームに最良にマッピングできる、最適な移動が計算される。好適には、上述の位相相関及び画像ブラーリング技法が使われ、平行移動、回転、及びスケーリングを計算する。ここで、他の適切な方法を用いてもよい。そして（ステップＳ３）、移動軌線に沿った平均画像密度（又はグレーレベル）が、カーネルの各点における推定された動きを使い計算される。この動き平均値は、第１レイヤの推定値である。マーカを含む特徴がカーネルとして使われた場合、ステントはマーカと共に移動するため、ステントを第１レイヤ内で視認できる。続いて（ステップＳ４）、残余画像シーケンスが、時系列画像群内の各画像から、移動する第１レイヤを減ずることにより計算される。次に、新しいカーネルに対してステップＳ１からＳ４が繰り返される。新しいカーネルは、残余画像シーケンスから、第１のカーネルの選択と同様に選択される。新しいレイヤ密度の各々が計算されるにしたがって、以前のレイヤ密度推定値を、２つのレイヤ間の相対的な移動を考慮して、新しいレイヤの密度を減算することで改善できる。
【００２９】
上述の方法では、レイヤの１つ、特に追跡によって正確に再現できないレイヤの移動量をゼロに強制設定してもよい。例えば、移動するガイドワイヤを含む不透明化されていない動脈の画像では、第１の計算されたレイヤの移動量をゼロに強制設定することにより、ガイドワイヤの追跡前に減ずることができる、静止した背景レイヤを作り出せる。この手順により、この手順抜きの場合での背景の構成に起因する追跡エラーを低減できる。
【００３０】
上述の処理の結果、各レイヤが、他のレイヤが減算除去された、特定の構造（ステント又はガイドワイヤなど）の動き補償された時間平均を表す。この画像は、「時間平均ＤＳＡ」と呼ばれる。最終的な残余画像を、管レイヤ又はガイドワイヤレイヤに加えることにより、背景の構成が減ぜられているが時間平均を含まない、追跡された（トラッキング済み）シーケンスが得られる。これは、「追跡ＤＳＡシーケンス」と呼ばれる。
【００３１】
これらの画像は次に、ステント留置された管腔の残存狭窄を評価する、ステント膨張の均一性を評価する、又は複数のステントを重複又は間隙なしに配置することを助ける、など、ステント又はステント留置された管を視覚化し、ステント配置を最適化するために使うことができる。個々のステントの正しい拡張を確実にするため、処理を実行する循環器内科医は、ステントが均一に膨張し、ステント留置した管腔が、管腔の自然な大きさと等しい又は多少大きいことを判断する必要がある。管腔の大きさを評価するためには、血管造影像のシーケンスが、動脈を不透明にする注入造影剤を用いて獲得される。そして、上述のようにレイヤ分解処理が実行される。追跡ＤＳＡシーケンス及び時間平均ＤＳＡ画像を使い、管腔が、ステント留置領域において、外側に向かってふくらんでいるかどうかが視覚的に判断されてもよい。残存狭窄の量的な測定値は、例えば、上で説明した、ローゼンマン等（Rozenman et al.）による論文に記載される方法などを用いて、濃度測定法的（densitometrically）に計算されてもよい。実際には、ステントの一部は完全に膨張してもよいが、場合によっては、その他の部分は完全に膨張してはいけない。この場合は典型的には、不透明にされた管を含む血管造影画像から評価することが困難である。膨張の均一性を評価するために、配置されたステント近辺に、印付けされたガイドワイヤ又はバルーンを含む、コントラストの無い画像のシーケンスに対し、レイヤ分解処理を実行してもよい。ガイドワイヤは、ステント留置された管と共に移動するため、関連したレイヤはステントを含み、このレイヤから膨張の均一性を評価できる。ステント画像の表示装置（例えばモニタなど）上での視認性は、既知の画像処理技法（例えば、低コントラスト特徴を向上するヒストグラム平準化や、特定の範囲のグレーレベル内のコントラストを向上するためのウインドウ及びレベルなど）を適用することにより、更に改善できる。この方法を用いることにより、ステントが部分的に又は全体的に膨張が足りないと判断された場合、正確な膨張が達成されるまで追加のバルーン拡大処理を実行してもよい。
【００３２】
複数のステントを正確に配置するために、循環器内科医は、以前に配置されたステントと、新しいステントを保持するガイドワイヤ又は配置バルーンとの相対的な位置を判断する必要がある。これを達成するために、以前に配置されたステントの近辺の、印付けされたガイドワイヤ又はバルーンを含む画像シーケンスに、レイヤ分解法を適用してもよい。以前配置されたステント及び新しく挿入された装置の両方が、それらを囲む冠状動脈と共に移動するため、同一のレイヤ画像内で視認できる。循環器内科医は次に、新しいステントが、以前に配置されたステントに正確に隣接するまで、配置バルーンの位置を調整する。
【００３３】
移動レイヤ分解技法は、２Ｄワープマスク減算に比べていくつかの利点を有する。第１に、移動レイヤ分解法においては、ステント無しの背景を有するマスク画像が不要である。マスク画像が存在する場合、該マスク画像をレイヤ分解法の１つのレイヤとして使うことができる。レイヤ分解法は、背景とステントとの間の相対的な動きが小さい場合においても、十分に適用できる。第２に、レイヤ分解法においては、背景レイヤが、複数のフレームにおける平均（すなわち、動き補償時間フィルタリング）によって計算されるため、単一のマスク画像に比べて、ランダムノイズによる劣化が少ない。一方、典型的なマスク減算ＤＳＡ画像は、ライブ画像の２倍のランダムノイズを有する。第３に、レイヤ分解法は、背景を、単一の２次元構造としてではなく、独立した空間的変換を経た複数の２次元レイヤとして処理する。これにより、ステント又はステントが留置された管の部分と共に移動しない全ての背景構成を減算することが可能となる。単一レイヤのマスク画像の場合、推定された２次元移動マッピングにしたがって移動する、背景の一部のみを正しく減じることができる。
【００３４】
まとめると、本発明は、印付けされた配送ガイドワイヤ又はバルーンを利用し、移動レイヤ分解技法を適用して、明確に視認可能な放射線不透過性マーカの動きを追跡する。本発明によれば、興味対象（ステント）は追跡されないが、ステントが、追跡されるマーカに対して固定された空間的な関係を有するため、向上されたステントの画像が得られる。更に、他の画像処理方法において、マーカ以外の興味対象の特徴の画像を向上するために、人工的な放射線不透過性マーカが使われてきたが、この方法と移動レイヤ分解法とが組み合わされたことはない。これに加え、移動レイヤ分解技法を、ステント配置後に不透明にされた管腔の画像に適用し、ステント膨張の評価を改善することもできる。この目的のために、時間平均化された画像シーケンスをあらかじめ減じることにより、管の追跡が改善される。
【００３５】
本発明において実施される画像処理方法は、画像増倍（イメージインテンシファイア）透視装置やセシウムヨウ素／アモルファスシリコン平面パネル検出器システムなどの医療撮像装置から画像データを受信するように構成された、プログラムされたコンピュータシステムによって実行されてもよい。コンピュータシステムは同時に、撮像装置の制御を実行してもよい。図２は、コンピュータ２、撮像装置４，及び表示装置６を含むこのようなシステム構成を示す。
【００３６】
当業者には、本発明の精神及び範囲から離れることなく、本発明による画像処理方法に様々な変形及び変更を加えることができることが理解できよう。よって、本発明は、添付する請求項の範囲に含まれる又はそれと均等な、本発明の変形又は変更を含むよう企図される。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の１つの実施の形態による、画像処理方法を示すフローチャートである。
【図２】本発明を実施できる撮像システムを示す図である。[0001]
(Technical field)
The present invention relates to coronary stent deployment, and more particularly to improved image guidance in coronary stent deployment.
[0002]
(Background technology)
In the United States, there are more and more opportunities to perform percutaneous transluminal coronary (artery) formation (PTCA). However, restenosis of dilated sites has occurred in patients at a high rate after PTCA. This is due to elastic recoil, the formation of a new neointimal, and vasoconstriction. Placing the coronary stent after PTCA is performed provides luminal scaffolding, which substantially eliminates recoil and remodeling and greatly reduces the likelihood of restenosis. It is shown. Currently, many patients accept stents after angioplasty. In such a process, a cardiologist places a number of stents adjacent in the artery to treat dilated lesions or dissections. Since it is important to accurately align the ends of the stent, the cardiologist must adjust the position of the catheter head relative to the stent already in place. This requires that the initial stent and catheter head be well visualized and their relative stent position can be accurately determined, which was not possible with conventional coronary stent placement techniques. . As a result, the subsequent stent is not accurately placed with respect to the previously placed stent, and either an overlap or a gap is formed between the two stents. Gaps between stents are serious because of the risk of residual anatomy and restenosis. Stent overlap increases the risk of restenosis due to increased vessel damage during stent deployment. In addition, studies using deployed intravascular ultrasound (IVUS) imaging of deployed stents indicate that the stent is not fully expanded at a high rate, despite an angiographically clearly desired placement. It was shown that there is.
[0003]
Intravascular ultrasound (IVUS) imaging techniques can also be used to evaluate deployed stents (S, Nakamura et al., “Intracoronary ultrasound observations during stent implantation”, Circ. 89, pp. 2026-2034, 1994). Because IVUS can accurately determine the anatomy of a vessel, stents placed in the vessel are considered the preferred gold standard for determining stent implantation results. However, such evaluation methods are time consuming and expensive and are not useful for visualizing already deployed stents during the deployment of a large number of stents. This is because the ultrasound probe cannot be inserted with the balloon and stent to be inserted. Furthermore, IVUS is invasive and may increase patient risk. IVUS can also physically compromise the integrity of the placement of certain stent types. Another method for assessing stent expansion is coronary artery pressure measurement (CE Hanekamp et al., “Comparison of quantitative coronary angiography, intravascular ultrasound, and coronary pressure measurement to assess optimum stent deployment”, Circ., 99 ( 8), pp.1015-1021, 1999). In yet another alternative method, a medical imaging device is used to evaluate stent implantation. One reference describes a videodensitometric analysis that constructs a density profile and compares it to the theoretical profile of a normal artery (Y. Rozenman et al., “Quantitative videodensitometric technique”). for verification of optimal coronary stent implantation ”, International Journal of Medical Informatics, 51 (1), pp. 51-57, 1998). However, as evidenced by Rozenman's work, such a measurement is generally not accurate due to the weak correlation of only R = 0.74 in video density measurement and IVUS stenosis measurement.
[0004]
Most coronary stents are poorly radiopaque and difficult to visualize as an x-ray angiogram. Therefore, in the evaluation technique using a medical imaging device, it is desirable to improve the visibility of the stent. For example, the stent may be coated with a radiopaque material, such as gold, to enhance its visibility. Experimental studies with gold-plated stents have shown a reduction in stent thrombogeneity, but a clinical comparison of stainless steel and gold-plated stents shows a significant percentage of restenosis with gold-plated stents. (A. Schomig et al., “Randomized comparison of gold-plated steel stent with conventional steel stent: Results of the angiographic follow-up”, Journal of the American College of Cardiology, 33 ( 2), pp. 95A, 1999). A number of references have described stents and guidewires with radiopaque markers, such as US Pat. No. 5,741,327 (Stent with Markers) and Lorenzo by Frantze. U.S. Pat. No. 5,836,892 (marker guide wire). In techniques using medical imaging devices, images are taken to observe the stent, but these images are typically still images showing only the final position after placement of the stent, guidewire or balloon.
[0005]
Various image processing techniques have been proposed, and these are generally applicable to image quality improvement by angiography. For example, background subtraction is a method that attempts to separate the coronary artery from the patient's background structure. However, because the background structure is superimposed on the vessel in the image, it can cause tracking errors and density measurement errors in accurately tracked arteries. If there is no motion, the background structure can be removed by performing digital subtraction of the mask image taken prior to the injection of contrast, but this method is not intended for unintended patient motion. It has not been clinically successful. Motion correction in current clinical DSA (digital subtraction angiography) systems is achieved by manually controlled translation of the mask image relative to the contrast image. However, since the heart motion is more complex than just translation, this technique reduces artifacts in one part of the image, but results in enhancing or generating artifacts in another part of the image. Another method has also been proposed to increase accuracy, and a method for automatic remasking during image acquisition that selects a new mask whenever the similarity measure falls below a certain threshold, And a system for determining motion between the mask and the live image using the control points. However, manual selection of control points can cause errors if the points do not match between the preprocessed image and the mask image. Another technique, known as flexible mask subtraction, automatically tracks characteristics from the mask to the live image. This method requires the vessel to be pre-divided from the surrounding background. As a result, the region located below the vessel is not directly tracked but is interpolated. In general, the 2D warp mask subtraction method relates to subtraction of previously acquired images warped for motion correction (EHW Meijering et al., “Retrospective motion correction in digital subtraction angiography: A review”, IEEE Trans Med. Imag., Vol. 18, No. 1, pp. 2-21, 1999).
[0006]
All of the above background subtraction techniques have several important limitations. First, these techniques use a background “mask” image taken prior to stent placement. Due to the long delay between the acquisition of the mask image and the acquisition of the stent image, unintentional patient movement (eg, breathing) is a major cause of degradation. Second, as a result of subtraction of two images containing random noise, the resulting image is noisier than the original image. Third, since the three-dimensional motion of the background is modeled into a single two-dimensional motion, only the background portion that moves according to the estimated two-dimensional motion mapping is accurately subtracted.
[0007]
One way to reduce random noise is motion-compensated temporal averaging (eg, Dubois E, Sabri S, “Noise Reduction in Image Sequences Using Motion-Compensated Temporal Filtering”, IEEE Trans. Comm. 32 (7): 826-831, 1984). Properties such as stents can be tracked and moved to a common location in each image prior to time averaging. However, in a projected image, for example, an angiographic image, a tracking error (tracking error) may occur due to the background structure, which causes “blur” in the time averaged image.
[0008]
The moving layer decomposition method was developed to improve the accuracy of quantitative measurement (QCA) from coronary angiograms. This technique performs tracking and motion compensated temporal averaging for different image structures (layers) to perform both background removal and noise reduction. However, in a fluoroscopic image of a deployed stent, the stent signal is usually too weak to accurately track. In continuous angiographic images that include opacified arteries, tracking errors can occur due to vascular overlap and background structure.
[0009]
In summary, conventional methods for enhancing angiographic image quality do not adequately assist in stent placement. Background subtraction techniques increase random noise, which reduces stent visibility and quantitative measurement of lumen shape. The tracking technique has the problem of errors due to the presence of the background structure and the weakness of the stent in the image.
[0010]
(Summary of Invention)
Given the widespread use of stenting in coronary interventions, appropriate angiographic guidance and assessment of stent placement should be improved.
[0011]
Accordingly, the present invention is directed to improving the placement of stents in the coronary arteries by applying a multi-frame analysis that substantially reduces one or more of the problems and limitations of the related art.
[0012]
It is an object of the present invention to provide a method for improving the clinical visualization of stents during and after stent placement operations.
[0013]
Additional features and advantages of the invention will be set forth in the description which follows, and in part will be apparent from the description, and may be learned by practice of the invention. The objectives and other advantages of the invention will be realized and attained by the structure particularly pointed out in the written description and claims hereof as well as the appended drawings.
[0014]
In accordance with the present invention, radiopaque markers on delivery balloons, guidewires, and other devices are used to achieve a traceable property of moving with a stented tube. In addition to increasing the visibility of the marked device by placing the marked device in the lumen of the tube, such as if other stents are already placed close together in the same tube. It also increases the visibility of other stents. While the radiopaque marker is in the stented lumen, a sequence of cine X-ray (fluoroscopy) images is obtained. An enhanced image of the stent is generated by layer decomposition of the fluoroscopic image sequence. This decomposition into moving layers is performed by tracking image features and averaging the temporal and compensated background and stent features.
[0015]
In another aspect, the present invention provides a method for accurately placing a coronary stent such that multiple stents do not overlap and there is no gap between them. Accurate positioning of the newly added stent is performed by repeatedly adjusting and evaluating the relative positions of the placed stent and the unplaced stent using the enhanced fluoroscopic image group obtained by the above procedure. Achieved.
[0016]
In another aspect, the present invention provides a method for improving the assessment of stent expansion. In this case, the tube is filled with contrast agent during imaging. Layer decomposition is performed to obtain a group of images that are temporally averaged by subtracting the background for the layer containing the opaque lumen. In order to improve the tracking accuracy, the time average of the image sequence (stationary background layer) is subtracted in advance prior to tube tracking. In addition, the stented area is delineated and separated from the rest of the image and used as a tube tracking kernel. The resulting vascular layer image is based on the relative amount of stenosis or dilatation of the lumen in the stented area (eg, percentage diameter stenosis, densitometric area stenosis, Rozenman It can be used to assess the suitability of stent expansion by visually or quantitatively assessing volumetric density deficit index. If it is assessed that the stent has not been sufficiently expanded, the balloon can be further inflated.
[0017]
It is to be understood that both the foregoing general description and the following detailed description are exemplary only, are explanatory, and are intended to further illustrate the claimed invention. It is.
[0018]
(Best Mode for Carrying Out the Invention)
The present invention is based on two techniques: an image processing method known as "moving layer decomposition" and a coronary stent placement method using a marked delivery guidewire or balloon. The moving layer decomposition method is an image processing method that analyzes a time-series image group such as a coronary angiogram and obtains an image of interest together with a clearer signal and lower noise. The method focuses on identifiable features (“layers”) of angiographic images, such as coronary tubes that translate or rotate relative to the background, in successive images. The method tracks the movement of the feature and uses several time-series images to determine the average of the image intensity of the feature in consideration of the feature movement.
[0019]
A method for decomposing a coronary angiogram into non-rigid moving layers that have been translated, rotated, or scaled is described in R.C. A. Close (RA Close) and J.M. S. A paper by Whisting (JS Whiting), described in Medical Imaging 1999: Image Processing, KM Hanson, Editor, Proc. SPIE 3661, pp. 1515-1520, 1999 (“Close and Whiting Paper”) and summarized below. ing. First, the optical density P (x, y, t) of the image is modeled as the sum of moving layers as follows.
[Expression 1]

Where t is time and layer ρ _L Is defined by the density of the layer at time t = 0. Movement of each layer (u _L (X, y, t), V _L (X, y, t)) is calculated as the movement (movement) from the current position to the position at time t = 0 so that the moving average of the layer density can be easily calculated. That is, the motion is the mapping (mapping) of the layer from the position at t = 0 to the current position.
[0020]
Phase correlation is useful for measuring pure translation with an arbitrarily large displacement. A simple correlation typically has a peak at the true amount of movement, but has multiple peaks at nearby amounts of movement. On the other hand, the phase correlation ideally generates a delta function in the true movement amount. The phase correlation Φ (kx, ky, ti, tj) between two images I (kx, ky, ti) and I (kx, ky, tj) in the spatial frequency domain (kx.ky) is
[Expression 2]

It is.
[0021]
One way to calculate rotation and scaling is to use autocorrelation of successive (sequence) images. Autocorrelation is independent of translation. Since rotation and scaling (r ′ = ar and θ ′ = θ + φ, where r, θ, φ are the coordinates of the polar coordinate system) are ln r ′ = ln r + ln a and θ ′ = θ + φ, the logarithm Forms a pure translation in polar coordinates. However, since autocorrelation is a non-linear function of data, it is not directly suitable for multiple layers.
[0022]
A preferred method for calculating translation, rotation, and scaling is to use a blurred (blurred) image. Since blurring is a linear operation, a model of each image as a layer superposition is maintained. A blurred image is obtained by taking an average of acceptable rotation and scaling. Translation is obtained by calculating the phase correlation of the resulting blurred image. The actual rotation and scaling is then obtained after compensation for translation. More specifically, the first image of the sequence is used as a kernel and a weighted correlation function with each subsequent image is calculated. Estimated image power spectrum P rather than pure phase correlation _I And noise power P _N Weighted correlation function C weighted as the reciprocal by a Wiener-like filter consisting of the sum of the estimated values of _W Is calculated.
[Equation 3]

[0023]
The image power spectrum and noise power spectrum are each estimated from the average and average deviation of the power spectra of separate frames. This weighted correlation equation is phase correlation in the special case of a single moving layer without noise. The maximum value of the weighting correlation is the correct translation amount (or rotation amount and scaling when applied to a logarithmic polar image).
[0024]
Once the motion of the layer is estimated, the layer density (density) is estimated by obtaining an average along the movement trajectory. The uniform component of each layer is not required. Each time a new layer density is calculated by moving average, the density is reduced from the corresponding position in each of the previously calculated layers. Once all layer motions have been found, the density estimate can also be improved by a conjugate gradient method.
[0025]
In the method described in the Claus and Whiting article, the coronary tube to be visualized is used as the first layer. Although the paper describes processing angiographic image sequences to produce enhanced coronary images, the technique has never been applied to stent placement.
[0026]
The present invention is a method of accurately assessing coronary stent placement by marking a stent guidewire or delivery balloon using radiopaque markers and tracking the image of the stent using moving layer decomposition techniques. I will provide a. The stent itself is typically not clearly visible, but the stent moves with the marker. Therefore, by tracking the movement of the marker and executing the time averaging process based on the tracking, the visibility of the stent or the lumen in which the stent is placed can be improved. The method can also be used to improve the visibility of various other devices inserted into a coronary canal for treating or evaluating a patient, such as an ultrasound imaging device or an atherectomy catheter.
[0027]
In one embodiment of the present invention, a stent for placement in a patient's coronary canal is attached to a delivery guidewire and a balloon. The guide wire and / or balloon is provided with a radiopaque marker using known methods described in US Pat. No. 5,836,892 by Lorenzo or other suitable method. The marker may be coated with a radiopaque material on the guidewire or balloon, or used as a material for the guidewire or balloon, or the marker may be a separate marker element attached to the guidewire or balloon. May be. The terms “marker” and “marked guidewire or balloon” are used interchangeably to mean both configurations. The stent is then placed in the patient's coronary canal using any suitable technique, and an x-ray cine image sequence (or time series image) is acquired during stent placement. In time-series images (or frames), stents and blood vessels are typically not clearly visible, but radiopaque markers on the guidewire and / or balloon are clearly visible.
[0028]
A method of processing a time-series image according to one embodiment of the present invention will be described with reference to FIG. First (step S1), a reference image (or kernel) is selected, and this reference image may be in one of the frames or a feature extracted from one of the frames, such as a marker. It may be a model of a feature that is known to exist. Preferably, a marker is used as the kernel. Next (step S2), the optimal movement that can best map the kernel to each frame is calculated. Preferably, the phase correlation and image blurring techniques described above are used to calculate translation, rotation, and scaling. Here, other suitable methods may be used. Then (step S3), the average image density (or gray level) along the trajectory is calculated using the estimated motion at each point in the kernel. This motion average value is an estimated value of the first layer. When a feature that includes a marker is used as the kernel, the stent moves with the marker so that the stent is visible in the first layer. Subsequently (step S4), a residual image sequence is calculated by subtracting the moving first layer from each image in the time-series image group. Next, steps S1 to S4 are repeated for the new kernel. A new kernel is selected from the residual image sequence, similar to the selection of the first kernel. As each new layer density is calculated, the previous layer density estimate can be improved by subtracting the density of the new layer, taking into account the relative movement between the two layers.
[0029]
In the above-described method, the movement amount of one of the layers, particularly the layer that cannot be accurately reproduced by tracking, may be forcibly set to zero. For example, in an image of a non-opaque artery that includes a moving guidewire, it can be reduced before the guidewire is tracked by forcing the amount of movement of the first calculated layer to zero. Create a background layer. This procedure can reduce tracking errors due to background configuration without this procedure.
[0030]
As a result of the above processing, each layer represents a motion compensated time average of a particular structure (such as a stent or guidewire) with the other layers subtracted out. This image is called “Time Average DSA”. Adding the final residual image to the tube layer or guidewire layer results in a tracked (tracked) sequence with reduced background composition but no temporal averaging. This is called a “tracking DSA sequence”.
[0031]
These images then evaluate the remaining stenosis of the stented lumen, assess the uniformity of stent expansion, or help place multiple stents without overlap or gaps, etc. It can be used to visualize the deployed tube and optimize stent placement. To ensure correct expansion of the individual stents, the cardiologist performing the procedure determines that the stent is uniformly expanded and that the stented lumen is equal to or somewhat larger than the natural size of the lumen. There is a need to. In order to assess lumen size, a sequence of angiographic images is acquired using an infused contrast agent that renders the artery opaque. Then, the layer decomposition process is executed as described above. Using tracking DSA sequences and time averaged DSA images, it may be visually determined whether the lumen is bulging outward in the stented region. Quantitative measurements of residual stenosis may be calculated densitometrically using, for example, the methods described above in the article by Rozenman et al. Good. In practice, some of the stent may be fully expanded, but in some cases, other parts may not be fully expanded. In this case, it is typically difficult to evaluate from an angiographic image that includes an opaque tube. In order to assess the uniformity of expansion, a layer decomposition process may be performed on a sequence of non-contrast images that includes a marked guidewire or balloon in the vicinity of the deployed stent. Since the guidewire moves with the stented tube, the associated layer includes a stent from which the uniformity of expansion can be assessed. Visibility of a stent image on a display device (eg, a monitor) can be achieved using known image processing techniques (eg, histogram leveling to improve low-contrast features, or to improve contrast within a specific range of gray levels. Further improvements can be made by applying windows and levels. Using this method, if it is determined that the stent is partially or wholly insufficiently expanded, additional balloon expansion processing may be performed until accurate expansion is achieved.
[0032]
In order to accurately place multiple stents, the cardiologist needs to determine the relative position of the previously placed stent and the guidewire or placement balloon holding the new stent. To accomplish this, a layer decomposition method may be applied to an image sequence that includes a marked guidewire or balloon in the vicinity of a previously deployed stent. Both the previously deployed stent and the newly inserted device move with the coronary artery that surrounds them, so that they are visible in the same layer image. The cardiologist then adjusts the position of the deployment balloon until the new stent is exactly adjacent to the previously deployed stent.
[0033]
The moving layer decomposition technique has several advantages over 2D warp mask subtraction. First, the moving layer decomposition method does not require a mask image having a background without a stent. When a mask image exists, the mask image can be used as one layer of the layer decomposition method. The layer decomposition method can be sufficiently applied even when the relative movement between the background and the stent is small. Secondly, in the layer decomposition method, the background layer is calculated by the average (that is, motion compensation time filtering) in a plurality of frames, so that deterioration due to random noise is less than that of a single mask image. On the other hand, a typical mask subtracted DSA image has twice as much random noise as a live image. Third, the layer decomposition method treats the background as multiple two-dimensional layers that have undergone independent spatial transformations, rather than as a single two-dimensional structure. This makes it possible to subtract all background configurations that do not move with the stent or portion of the tube in which the stent is placed. In the case of a single-layer mask image, only a part of the background that moves according to the estimated two-dimensional movement mapping can be correctly reduced.
[0034]
In summary, the present invention utilizes a marked delivery guidewire or balloon and applies moving layer decomposition techniques to track the movement of a clearly visible radiopaque marker. According to the present invention, the object of interest (stent) is not tracked, but an improved stent image is obtained because the stent has a fixed spatial relationship to the tracked marker. Furthermore, in other image processing methods, artificial radiopaque markers have been used to improve the image of features of interest other than markers, but this method is combined with the moving layer decomposition method. Never. In addition, moving layer decomposition techniques can be applied to images of lumens made opaque after stent placement to improve assessment of stent expansion. To this end, tube tracking is improved by pre-subtracting the time-averaged image sequence.
[0035]
An image processing method implemented in the present invention is configured to receive image data from a medical imaging device such as an image intensifier fluoroscope or a cesium iodine / amorphous silicon flat panel detector system, It may be executed by a programmed computer system. The computer system may simultaneously perform control of the imaging device. FIG. 2 shows such a system configuration including the computer 2, the imaging device 4, and the display device 6.
[0036]
Those skilled in the art will appreciate that various modifications and changes can be made to the image processing method according to the present invention without departing from the spirit and scope of the present invention. Thus, it is intended that the present invention include modifications or variations of this invention that are included in or equivalent to the scope of the appended claims.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a flowchart illustrating an image processing method according to one embodiment of the present invention.
FIG. 2 is a diagram showing an imaging system capable of implementing the present invention.

Claims

An image guidance device for generating a visible image of a lumen of a coronary tube and an instrument moving in the tube,
A radiopaque material placed in the tube;
An acquisition means for acquiring a time-series image group including the tube containing a radiopaque material;
The time-series images, decomposing decomposition means a collection of a plurality of Layer image,
Only including,
The disassembling means includes
Calculating a motion function for mapping a reference image selected from one image frame in a given time-series image group to each image frame constituting the time-series image group;
Calculating a layer image by applying the motion function to the image frames, moving the image frames to align with the reference image, and taking their time averages;
Generating a series of residual images by subtracting the layer image from each image frame in the original time-series image group;
A subsequent layer image group is obtained by repeating the step of calculating the motion function, the step of calculating the layer image, and the step of generating the series of residual images, with a series of residual images as the time-series image group. A step of calculating
Decomposing the time-series images according to a method including:
An image guidance device characterized by that .

The apparatus of claim 1, wherein the instrument is one selected from the group consisting of a stent, a catheter, a guide wire, an endoscope, an angioplasty balloon, an atherectomy tool, and an intravascular ultrasound instrument. There is a device.

The apparatus of claim 1, wherein the radiopaque material comprises at least one marker attached to the instrument.

The apparatus of claim 1, wherein the radiopaque material comprises a liquid contrast agent that is injected into the tube.

The apparatus according to claim 1 , wherein the decomposition unit further includes:
A sequence formed from subsequent layer images attenuated by dividing the number of images in the moving sequence by the difference in motion of the two layers at each time interval;
Improve layer image calculation by subtracting
A device characterized by that.

The apparatus of claim 1 , wherein at least one motion function is set to zero.

The apparatus of claim 1 , wherein at least one motion function is calculated using phase correlation.

The apparatus of claim 1 , wherein at least one motion function is calculated using a blurred image.

The apparatus according to claim 1, wherein the acquisition unit acquires the time-series image group using an image intensifier fluoroscope.

2. The apparatus according to claim 1, further comprising means for displaying a group-derived DSA (Digital Subtraction Angiography) and time average DSA image group on a display.

An image guidance device for image guidance in positioning at least one stent in a coronary canal,
An insertion instrument for inserting at least one stent into the coronary canal, the insertion instrument having at least one radiopaque marker;
An acquisition means for acquiring a time-series image group including the tube into which the insertion instrument is inserted;
The time-series images, decomposing decomposition means a collection of a plurality of Layer image,
Means for displaying an image group selected from the group consisting of a layer-derived DSA image group and a time-average DSA image group on a display;
Only including,
The disassembling means includes
Calculating a motion function for mapping a reference image selected from one image frame in a given time-series image group to each image frame constituting the time-series image group;
Calculating a layer image by applying the motion function to the image frames, moving the image frames to align with the reference image, and taking their time averages;
Generating a series of residual images by subtracting the layer image from each image frame in the original time-series image group;
A subsequent layer image group is obtained by repeating the step of calculating the motion function, the step of calculating the layer image, and the step of generating the series of residual images, with a series of residual images as the time-series image group. A step of calculating
Decomposing the time-series images according to a method including:
An image guidance device characterized by that .

The apparatus of claim 1 1, wherein the insertion device is intended to be selected guidewire, catheter, from the group consisting of angioplasty balloon device.

The apparatus of claim 1 1, wherein the acquisition means, the insertion tool is inserted, and an apparatus for and acquires the time-series image group including the tube liquid contrast medium is injected.

The apparatus of claim 1 1, wherein, to obtain the time-series images using an image intensifier fluoroscopy device, device.

The apparatus of claim 1 1, wherein said decomposing means is further from the layer image,
A sequence formed from subsequent layer images attenuated by dividing the number of images in the moving sequence by the difference in motion of the two layers at each time interval;
Improve layer image calculation by subtracting
A device characterized by that.

The apparatus of claim 1 1, wherein at least one motion function is set to 0, device.

The apparatus of claim 1 1, wherein at least one motion function is calculated using the phase correlation apparatus.

The apparatus of claim 1 1, wherein at least one motion function is calculated using the blurred image, device.

The apparatus of claim 1 1, wherein the selected reference image from one image frame in the time-series images, wherein the given apparatus, characterized in that an image of the marker.